張南大夫
《Strahlentherpe und Onkologie》 雜志2020年3月 23日在線發表德國Friedrich-Alexander-University Erlangen-Nürnberg的Putz F , Mengling V , Perrin R . 等撰寫的綜述《腦部立體定向放射治療的磁共振成像:要求和誤區的綜述。Magnetic resonance imaging for brain stereotactic radiotherapy : A review of requirements and pitfalls.》（doi: 10.1007/s00066-020-01604-0.）。
對許多放療的適應證，磁共振成像(MRI)，由於其優越的軟組織對比度，是必不可少。在顱內腫瘤的治療計劃中尤其如此，MRI在臨床實踐中對靶區的勾畫有著悠久的歷史。盡管常規使用，但在選擇和獲取MRI研究以制定放射治療計劃時仍需謹慎。MRI對顱內立體定向放射治療的要求特別高，精確的成像對治療的成功起著至關重要的作用。然而，常規放射學評估所獲得的MR影像往往不適用於高精度立體定向放射治療，因為放射治療計劃和診斷放射學對影像的要求存在顯著差異。為了確保最佳的成像被用於治療計劃，放射腫瘤學家需要適當的知識，最重要的要求是在部腦立體定向放射治療中使用MRI。本文就MR成像在顱內立體定向放射治療中用於靶區體積勾畫的相關問題進行綜述和討論。
引言
幾十年前磁共振成像(MRI)就被引入用於腦腫瘤的靶區體積勾畫。顱內惡性腫瘤和危及器官(OAR)的最佳描述是MRI在顱內治療計劃方面無與倫比的成功的基礎。這是因為這一悠久的歷史和現在磁共振成像被用於幾乎所有的顱內腫瘤患者的事實，而在日常的臨床實踐中，由於對MRI感覺熟悉而產生錯誤的安全感，放射腫瘤科醫生可能沒有意識到不加選擇地濫用MRI的潛在危險和陷阱。事實上，磁共振和放射治療之間的關系比日常所認為的更為複雜。MR圖像的畸變是治療誤差來源的一個很好的例子，讓在放療中引入MRI蒙上陰影，但仍可能危及當今高精度立體定向腦轉移瘤放療的治療成功。基於MRI的放射治療計劃的一些風險（perils）尚未完全消失，其主要原因可能是事實上MRI在很大程度上已經超出了放射腫瘤科醫生的研究範圍。定位（planning）CT通常位於放療治療設施內，並針對放療的要求進行優化，而放療治療計劃的MRI檢查往往在外部科室進行。然而，獲得這些MR檢查的從事診斷的放射影像科醫生可能不太熟悉放射治療計劃的具體要求，因為放射治療和診斷放射影像學對影像學的要求存在顯著差異。因此，放射腫瘤科醫生需要對MRI在腦部立體定向放射治療中最重要的警告和注意事項有正確的認識。
對於立體定向放射治療，需要非常高和具體的技術質量要求，以確保提供高度精確的治療交付。這些要求已經在DEGRO（德國放射腫瘤學學會Deutsche Gesellschaft für Radioonkologie）/DGMP社論和關於目前問題的DGMP綜述中全面闡述和定義。在立體定向放射治療中，最佳的磁共振成像是提高整體精度的關鍵因素，最終也是治療成功的必要條件，但往往在與治療提供更密切相關的技術要求下黯然失色。鑒於常用的大體靶體積(gross target volume, GTV)對計劃靶區體積(PTV)邊緣擴展1mm的要求，對MR成像的要求在顱內立體定向放療中尤為苛刻。隨著DEGRO和DGMP工作組非常重要的官方文章的發表，在這篇綜述中，我們通過總結和討論MRI在腦立體定向放射治療計劃中出現的最相關問題，強調最佳MR成像的重要作用。
磁共振成像和治療交付之間的時間
影響治療精度的最關鍵參數之一是MR成像與治療交付之間的時間間隔。這對於生長速度快的腦轉移瘤尤其重要、，並且經常被變動的局灶性水腫所包圍，這些水腫可能會自發地，或者當皮質類固醇用量改變時，發生深刻的變化(圖1)。
圖1.磁共振成像與治療交付間的時間間隔的重要性。一個黑色素瘤腦轉移瘤生長導致在位置上錯失的例子，直徑1.5cm的腫瘤在14天的時間間隔內從2.1 cm3增加到3.0cm3(對比增強後的T1-MPRAGE)。還需注意:大量增加的局灶性水腫(插圖:T2-FLAIR)。
重要的是，Seymour等人發現，如果MR成像和立體定向放射外科手術之間的間隔≧14天(SRS治療後6個月的局部控制率為56% 相比 95%)，則腦轉移瘤的局部控制率較差。Salkeld等人甚至在SRS前7天的成像間隔中發現了深刻的變化。41%的間隔≦7天的患者需要改變管理，甚至78%的延遲超過7天的患者需要改變管理。重新計劃最常見的原因是腫瘤體積或切除腔體積的增加。因此，成像和治療之間的間隔應該盡可能短。雖然同一天的成像是最佳的，但在我們位於Erlangen的大學醫學中心，我們已經制定了成像和治療之間的間隔必須不超過5天的要求。
在放射治療期間需要重複進行的磁共振成像
。由於短暫的腫脹、病灶周邊水腫和治療反應的變化，正在接受分割立體定向放射治療的腦轉移瘤和原發腦部腫瘤可能在治療期間發生深刻的變化(圖2)。Hessen等人在最近的一項對18處腦轉移瘤和20處切除瘤腔的分次立體定向放射治療的研究中評估重複MRI掃描的意義。在腦部原位轉移瘤的患者，發現PTV覆蓋率降低了34.8%。有意思的是，術後患者的變化不明顯(PTV覆蓋率變化約4.5%)，治療前的變化預示著治療期間覆蓋率的降低。重要的是，Hessen等人的研究中只使用了3-5次分割，甚至將會期待更明顯的變化，采用更長期的分割方案。在Erlangen的我們的大學醫療中心，我們在立體定向治療腦轉移瘤或原發性腦瘤漫長的過程中，尤其是當存在如大片腦水腫、積液（hygroma）和其他類似的病變等危險因素時，通常至少重複一次成像。
圖2腦乾轉移瘤患者接受分割立體定向放射治療中重複模擬MRI(對比增強後T1-MPRAGE)。注意:腫瘤體積明顯縮小伴腦水腫導致的腦乾深度移位。根據重複定位MRI調整放療計劃。
模擬MRI患者定位
用於顱內放射治療的模擬MRI最常在診斷頭線圈中獲得，隨後在固定的治療位置嚴格地與定位CT配准。然而，類似於定位CT使用固定面罩獲取的治療定位的模擬MRI，可以減小由於非剛性組織變形（to nonrigid tissue deformation）引起的誤差，減低與圖像配准相關的不確定性，減少移動偽影，甚至可以使用合成CT（synthetic CT）作為僅使用磁共振的工作流程（MR-only workflow）的基礎。
不同成像位置的腦組織的變形和位移（Deformation and displacement ）肯定比在大多數的顱外部位器官的變形（deformation of organs ）更受限制。然而，與固定面罩的治療定位相比，在常規的放射影像學背景下，患者的定位常常會導致不同的頭部伸展。由於枕-寰樞關節複合體（the occipito-atlanto-axial joint complex）伸展角度的不同，可能發生腦乾彎曲和小腦幕下結構輕微移位（Bending of the brainstem and slight displacement of infratentorial structures），而這在治療延髓（ the medulla oblongata）、腦橋尾部（caudal pons）或小腦蚓部（the cerebellar vermis）的靶區時可能變得重要(圖3a )。
圖3.模擬MRI患者體位。一個使用面罩固定的模擬MRI與在診斷頭部線圈中的模擬MRI相比。頭部基本上固定在診斷頭部線圈(琥珀色)與面罩固定模擬MRI(藍色)相比，導致幕下結構(b, c，白色箭頭)輕微的位移。d,e 與診斷頭部線圈(e)相比，減少了立體定向面罩系統(d)中的移動偽影。
除了可以避免小腦幕下組織的輕微變形外，在模擬MRI治療定位時，剛性配准的准確性也可能會提高。一般來說，基於CT層厚度為2-3 mm和1x1x2mm3 3D-T1-MPRAGE(三維磁化快速梯度回波成像T1）序列的MRI-CT的配准的歸一化互信息（normalized mutual information）的報告的不確定度在X軸和Y軸平面上分別為0.5mm和1mm，在Z軸平面上≦1mm。重要的是，當使用CT層厚為5mm和1x1x 5mm3 2D-SE(二維自旋回波）序列時，配准的不確定度增加了2-3倍。高MR或CT層厚和使用帶間隙的2D MR序列在不同頭部延伸情況下尤其不利於配准精度。在這種情況下，MRI和定位CT的高共面約束成像分辨率的平面是不正的（planes of high inplane-image resolution of the MRI and planning CT are tilted）。然而，目前尚不清楚的是，如果遵循現有的成像建議(定位CT使用≦1mm的層厚和≦1mm3 T1 3D序列)並使用適當的配准軟件，使用面罩固定的MRI是否能進一步提高配准精度。
可是，在進行面罩固定的治療定位MRI檢查時，要減少患者的運動，這可能有助於精確的定義靶體積(圖3d e)。
一些研究中心已經建立了使用面罩固定采集模擬MRIs的解決方案。由於大多數立體定向面罩系統不適合常規的放射影像頭部線圈，大多數小組使用柔性線圈設置（flexible coil setup），從而可能會降低圖像質量（degrade image quality）。如果MR圖像與定位CT配准，根據目前的面罩固定的成像共識以及常規放射影像設置下的成像均是適當的顱內放療模擬MR的策略。
合成CT和僅用MRI定位的承諾（Promises of synthetic CT and MR-only planning）
合成CT，是一種從一個或多個MR序列中計算合成CT圖像的方法，它承諾不再需要附加定位CT，從而消除MR與 CT配准的任何不確定性。不同的制造商已經提供了解決方案。在消除配准不確定性的同時，使用合成CT可能會在治療計劃中引入誤差，這是由於對給分段組織的CT值大量賦值（bulk assignment of CT numbers to segmented tissues ），在一些算法中使用圖集（atlases）生成主要的骨骼（atlases to generate major bones）。目前的方法在大多數標准情況下提供了合理的結果，某些圖集（atlas）和基於立體像素（voxel）的方法的劑量測定的（dosimetric）差異為1%。重要的是，一些生成合成CT的方法可能需要增加測試時間（measurement time）的非標准序列。在最近的研究中，基於深度學習的方法處於當前合成CT研究的前沿，並被證明在平均絕對（CT值）HU的誤差方面優於其他已發表的方法。這些解決方案可以從標准MR序列中快速、強有力地合成CT。
由於MR 與CT配准已被證明可以減少MRI所引入的定位誤差（positional
errors），因此，在選擇僅使用MR的工作流程（opting for an MR-only workflow）時，MR畸變最小化（positional errors）變得更加重要。
磁共振圖像畸變的原因
CT掃描可以被認為具有幾何的精度（geometrically accurate），但有幾種機制可能導致MR圖像畸變，危及精確的治療交付（endanger precise treatment delivery）。在MR圖像中，幾乎不可能識別出大約1- 2毫米的輕微畸變，即使是在與定位CT配准時也是如此。一般來說，MR圖像的畸變是非線性的，在整個圖像數據集中分布不均勻。圖像畸變通常在邊緣最明顯，在MR掃描的等中心點附近問題最少(圖4g h)。因此，在臨床實踐中，大多數的畸變將會發生在大腦的邊緣，尤其是在氣骨交界面（air–bone interfaces）附近，這些區域包括額極（the frontopolar）和眶額皮質（orbitofrontal cortex），也包括前額葉皮層的顱側（ cranial aspects of the prefrontal cortex）以及顳葉的外側和下面部分（lateral and inferior parts of the temporal lobe）。
圖4.梯度非線性畸變校正的影響。a - c舉例前庭神經鞘瘤。使用未校正的T1-MPRAGE數據集(c)比較特定於供應商的3D- (a)和2D -畸變校正(b)。來自3D校正的數據集的腫瘤輪廓(紅色)投影到2D校正和未校正的數據集上以供參考。注意:2D和3D校正之間的差異更微妙，2D校正的數據集低估了腫瘤的下方邊界(白色箭頭)。d.有額前腦轉移瘤的患者。矢狀面視圖。未校正的(f)和2D校正的(e)數據集中，腫瘤明顯移位。在2D和未校正的圖像中，參考3D校正的數據集，箭頭表示組織畸變的程度。注意:2D校正數據集包含殘餘穿過平面的畸變（residual through-plane distortions）。g, h位移量參考3D校正圖像覆蓋的熱圖。藍色表示沒有位移，紅色表示2毫米的位移。雖然2D校正圖像(g)比未校正圖像(h)顯示更少的殘餘畸變，但在2D校正後仍然存在可達2mm的畸變。注意:其他型號掃描機器的梯度非線性相關的畸變量和病人的位置與示例顯示的不同。畸變的其他來源包括磁體缺陷和病人引發的敏感性相關的畸變，而在這裏沒有看到。
重要的是，在MR掃描機器上選擇適當的設置時，可以大大減少MR圖像的畸變真。然而，經常獲取用於治療計劃的MR圖像的從事放射診斷的影像科醫生可能實際上沒有意識到在放射治療計劃中與畸變相關的成像誤差相關的問題，因為畸變在放射診斷影像學中是一個很小的問題。因此，在下面章節中，我們將討論MR成像中最重要的畸變類型以及如何將其最小化。
與基於MRI的顱內放療最相關的畸變是梯度線圈的非線性（nonlinearities of the gradient coils）和主磁場(B0)的非均勻性（to inhomogeneities in the main magnetic field (B0)）。B0靜磁場的不均勻性是由於主磁體的殘餘缺陷（residual imperfections）造成的，但也因為磁敏感性的影響（magnetic susceptibility effects）而使患者自身的磁場受到磁擾動（the patient himself disturbs the magnetic field）。這三個與畸變最相關的類型通常分類為與系統相關的（system-related）(梯度非線性相關畸變和主磁體缺陷
與序列無關的梯度非線性相關性畸變（Sequence-independent gradient nonlinearityrelated distortions）
在MRI中，三個梯度線圈將磁場梯度疊加在主磁場的X、Y、Z三個維度上。磁場強度的線性變化梯度是MRI空間編碼和後續圖像重建的基礎。然而，由於對梯度線圈設計的附加要求，如需要快速的梯度切換時間（fast gradient switching times）和避免神經刺激（avoid nerve stimulation），特別是在掃描的邊緣（at the periphery of the scanner），存在梯度非線性（gradient nonlinearities）(圖4)。這些梯度非線性導致圖像重建過程中的空間畸變隨距離等中心點的徑向距離增大而增大。梯度非線性相關性畸變通常是MRI中最重要的畸變類型。梯度非線性是特定於每一個磁共振掃描機器型號的，即系統相關性的和序列無關。因此，梯度非線性導致的畸變不會隨著不同的序列設置而改變，但在使用不同的掃描機器型號時將會有所不同。然而，當患者的位置相對於梯度磁場有不同時，由於梯度非線性引起的圖像畸變可能會在同一台掃描機器中發生改變。梯度非線性的畸變程度取決於掃描機器型號和患者相對於等中心點的位置，在大腦邊緣可能達到幾毫米（圖4g-h）。
幸運的是，由於梯度非線性相關的畸變是制造商已知的梯度線圈設置的一個恒定特性，如果在MR掃描儀上正確配置，它們可以通過供應商特定的畸變校正得以校正。
供應商特有的畸變校正通常是通過後處理步驟來實現的，使用的是類似圖像包裝（wrapping of images）的一種可變形的配准（deformable registration），這也需要重新采集和圖像的強度校正（resampling and intensity correction of images）。這可能改變一些圖像和噪聲特性，但這可能不是放射診斷學所希望的。
因此，保證采集到的用於模擬顱腦放療的MR圖像得到正確的畸變校正是非常重要的。
對於梯度非線性相關性畸變的校正，校正經常采用的是3D(三維）和2D（二維），3D（三維）校正通常被認為是大多數放療治療任務的首選設置，因為2D（二維）校正不能校正穿過平面的畸變（through-plane distortions）(圖4)。事實上，2016年發表在《放射治療與腫瘤學（Radiotherapy and Oncology ）》雜志上的一篇關於模擬MRI的共識論文中，供應商特定的3D畸變校正被認為是最低要求，需要根據現場測量進行附加的校正。重要的是，雖然供應商特定的三維校正應該是放射治療計劃的最低要求，但根據我們的經驗，大多數從外面科室獲得的MRI序列僅進行過二維校正。事實上，一些掃描機器根本並不應用畸變校正作為常規的後處理。
Seibert等評估梯度非線性相關畸變在顱腦放射外科治療中的臨床影響，並將三維校正的圖像與未校正的圖像進行比較。他們發現在未校正的圖像中，GTV（大體靶體積）的位移中位值為1.2mm，最大GTV（大體靶體積）的位移值為3.9mm。因此，如果使用未校正的圖像，在28處病灶中有8處出現方位上的錯失（geographic miss）。
非畸變校正（Nondistortion-corrected 系列可能以(如“_nd”)標志系列名稱和雖然在不同磁場（fields)(以3D、2 D或未標注)有關畸變校正的信息通常是存儲在DICOM數據頭（header）(例如以0008x0008“圖像類型”,0008x 9206“體積屬性”和隱蔽磁場
序列依賴性畸變
然而，掃描機器上後處理配置的畸變校正（Distortion correction via postprocessing configured）不能糾正由於磁體缺陷或組織磁敏感性（magnet imperfections or tissue susceptibilit）造成的畸變。與梯度線圈的非線性相似，主磁場的不均勻性(= B0不均勻性)也會導致磁共振成像的畸變。這些B0的不均勻性是由於磁體設計的缺陷產生的，但也由於病人自身引起的磁擾動（magnetic perturbations）。與梯度非線性相關性畸變形成鮮明（stark）對比的是，由主磁場非均勻性引起的畸變隨不同的序列設置而變化。此外，雖然在所有三個維度，發生梯度非線性相關性位移，但在常規的三維序列中主磁場（B0）不均勻性相關性畸變只發生在頻率編碼維度（the frequency-encoding dimension）。由於2D序列的層厚選擇過程也受到B0非均勻性的乾擾，因此2D序列比3D序列更易對B0非均勻性相關性畸變敏感。主磁場不均勻性對圖像畸變的影響隨場強的增大而增大，即在沒有其他補償因素的情況下，在3T時的位移較1.5T時的增大。
由於磁敏感性的差異引起患者引發的主磁場的磁擾動，磁敏感性是材料在外部磁場中磁化的物理性質（the physical property of material becoming magnetizedinside an external magnetic field）。最大的磁敏感性差異（greatest susceptibility differences），以及因此的最嚴重的畸變發生在空氣-骨界面（air–bone interfaces）。在顱內放射治療的情況下，最嚴重的磁敏感性相關的畸變因而是預計在副鼻竇和乳突細胞附近（near the paranasal sinuses and the mastoid cells）。在2013年的一項研究中，Wang等人測量腦部T1-MPRAGE（快速梯度回波）序列中的磁敏感性引發的畸變，86.9%的成像容積(3T;頻寬180 hz /像素;患者特異性自動勻場)為<0.5毫米。然而，盡管整個成像容積的平均位移較低，鼻竇的空氣-骨邊界的平均畸變為1.6mm。在隨距離減低的同時，這些畸變擴展到鄰近的大腦和視神經系統，在12毫米的距離仍然測量到有0.8毫米，這個畸變在臨床上與鼻竇和乳突細胞附近大腦部分的放射治療（RT）靶區相關。此外，在金屬植入物(如手術夾子
雖然供應商特異性畸變校正不能校正由於主磁場（B0）不均勻性造成的畸變，但可以通過增加讀出頻寬、使用3D序列來代替2D序列，並激活患者特異性主動勻場（patient-specific active shimming）來改善這種校正。
增加讀出頻寬，由於B0的不均勻性，會以倒數的方式（a reciprocal fashion）減少所有的畸變。然而，缺點在於（downside），信噪比(SNR)也與讀出頻寬<47>的平方根成反比（inverse relationship to the squareroot）。因此，大多數放射科都傾向於較低的頻寬，因為這樣可以減少成像時間，同時保持較高的信噪比。然而，與常規放射成像的優先設置形成鮮明對比的是，用於放射治療計劃的MRI需要更高的頻寬，以減少主磁場（B0）不均勻性所造成的畸變。2016年關於放射治療中MRI模擬的共識報告明確建議增加序列讀出頻寬，同時接受連續信噪比（SNR）的損失。較高頻寬造成的信噪比損失，可以通過比如增加測量時間、優化線圈選擇和減少由於固定而產生的移動偽影增加信噪比等策略來補償。如前所述，3T掃描機器將會遇到更多的主磁場（B0）不均勻相關性畸變。然而，場強的增加也增加了信噪比，這使得能更高補償讀出頻寬。另外，相比大多數較老的1.5T掃描機器，現代的3T掃描機器通常會有更好的勻場來減少主磁場（B0）的不均勻性。
直接使用一套專門的勻場線圈，主動勻場可以減少系統相關性和患者引發的主磁場（B0）不均勻性。主磁場（B0）的不均勻性首先通過一種基於患者但快速且低分辨率的相位差映射技術（low-resolution phase difference mapping technique）進行測量，然後使用勻場線圈進行降低（reduced ）。但是，患者特異性主動勻場需要在掃描機器上獲得並進行適當的配置。
如果患者主動勻場和放射治療最優化（RT-optimized）頻寬設置在減少B0 不均勻性相關性畸變到一個可接受的水平方面不完全成功,通過圖像後處理獲得改進的較高分辨率相位差圖用來校正患者特異性B0畸變進行可能的附加的校正。也提出了一種反向梯度方法來校正B0不均勻性相關性，但在大多數臨床背景下，需要雙重采集每個序列，可能會導致圖像質量下降。
另一個與患者相關性畸變的來源是化學位移（chemical shift），最突出的例子是指脂肪-水位移（the fat–water shift being）。它會導致共振頻率略有不同的（a slightly different resonance frequency）(如脂肪等)脂肪組織（adipose tissue）沿著頻率編碼方向(the frequency encoding direction)位移。然而，這種影響也可以通過選擇較高的頻寬將其最小化。
目前的共識是，在腦部的立體定向放射治療中，MRI的總體畸變必須小於1mm。在掃描軟件中啟用供應商特定的3D畸變校正和患者特異性主動勻場，以及在獲取定位MRI之前選擇放射治療優化的讀出頻寬是易於實現的步驟，在許多情況下可以充分消除畸變。
然而，驗證腦部立體定向放射治療所需的幾何精度(<1mm)的重要性確實是通過測量殘餘畸變來實現的。考慮到個別零件的磨損（wear and tear of individual components）、錯誤的軟件設置或者甚至是小的金屬物體，如遺留在磁體內的耳環/耳釘（earrings/ear studs left inside the magnet），都可能導致未被注意到的畸變，必須采取某種形式的定期質量保證來確保最佳的腦部立體定向放射治療圖像。
選擇最佳的MRI序列進行放射治療計劃
在放射治療計劃中，MRI首先需要在三維空間中准確地描繪腫瘤的周長，以便精確地勾畫腫瘤的大體體積(GTV)。
各向同性的(Isotropic)3D序列通常最適合這項任務，因為它們能夠實現精確的多平面重建，並最小化由於部分容積效應而導致對GTV體積高估或低估(圖5)。此外，與2D序列相比，3D序列不太易受到與B0不均勻相關性畸變的影響，而且可以連續無間隙地對大腦成像。
圖5.高分辨率3d序列的優勢。a、b層厚對大體靶體積（GTV）尺寸的影響:a.1mm層厚;b. 3毫米的層厚。冠狀位重建與軸位重建(插圖)。底部:3 D渲染。GTV的定義基於1mm(綠色)和3mm(紅色)數據集。注意:由於部分容積效因，在最低圖像分辨率表示方向的3mm層厚上，GTV的大小被大幅度高估。c,d,1例膠質瘤患者，3D T2-SPACE FLAIR (1mm層厚- d)相比常規2D T2-FLAIR (5mm層厚- c)的比較。e常規2D T1-TSE序列中層厚間隙的可視化。5mm層厚之間有0.5mm的間隙，在常規檢查的圖像中不明顯，但可能損害准確的腫瘤勾畫和注冊。f.放大視圖。g 1mm3 3D-TSE (T1-SPACE)沒有可供比較的間隙。插值未被激活，以充分說明層厚之間的差距。
研究表明，如果將GTV顯示在少於5個切面上，則容積誤差將超過10%，這與小的腦轉移瘤特別相關。如果切面層厚過大，部分容積效應通常會導致對GTV體積的高估。這在融合不同平面(如矢狀面或冠狀面)的多個MRI序列時也很重要，因為部分容積效應可能會累積並導致對GTV的不精確低勾畫。此外，厚的切面層厚和圖像間隙也會導致對腫瘤影像學平面垂直方向生長的低估或遺漏小的轉移瘤病灶(圖5 e-g)。
T1- MPRAGE(磁化快速梯度回波成像 (T1 3D-IR<反轉恢複序列>-GRE<梯度回波序列>)相比T1-SPACE 序列(T1 3D-TSE<快速自旋回波序列>)用於勾畫腦轉移瘤
類似於T1-MPRAGE(磁化快速梯度回波成像)的反轉恢複-梯度回波序列(IR-GRE)是最常用的腦腫瘤的三維MR成像技術已被包括在標准化的腦腫瘤成像協議中(BTIP) 。然而，多個來源表明3D-快速自旋回波序列(TSE)T1-SPACE可能會優於常用的T1-MPRAGE梯度回波序列用於探討顱內放射治療靶區體積勾畫。而T1-SPACE提供在灰質和白質之間的對比度較小，這對大多數患者的放射治療計劃可以忽略不計的，以及事實上甚至有助於勾畫顱內轉移瘤，在T1-SPACE中對血管的抑制也是如此。相反，如果存在對比劑攝取低，T1-MPRAGE則出現已知的強化降低，會導致對病變邊界的低估(圖6)。
圖6.序列類型和增強對比相關參數影響大體靶區體積（GTV）的識別。a, b. T1-SPACE 3D-TSE序列(b)相比T1-MPRAGE IR-GE序列(a)。有些轉移瘤僅在T1-MPRAGE(箭頭)中非常模糊地可見。還要注意的是:在T1-SPACE序列中血管受到抑制，灰質和白質之間的增強對比較弱。c, d特寫視圖。e,f對比劑給藥和成像時間間隔的影響。腦轉移瘤在給予對比劑25分鐘(f)相比5分鐘 (e)後明顯較大。插圖:早期和晚期獲取之間的差異圖，反之亦然。較高的信號強度用紅色表示，較低的信號強度用藍色表示。
在Danieli等人最近發表在《American Journal of Neuroradiology》雜志上的論文中，作者系統性比較16例腦轉移瘤和38例膠質瘤T1-MPRAGE, T1-SPACE和T1-VIBE。重要的是,他們發現最高的對比度(即腫瘤與周圍組織間的信號強度差異)，T1-SPACE的最高對比增強-噪聲比（contrast-to-noise ratio）。在一項由神經放射學家和神經外科醫生進行的聯合定性評估中，T1-SPACE在所有患者的視覺顯著性方面也獲得了最好的評價，而分別只有27.8%和44.4%的病變的T1-MPRAGE和T1-VIBE達到最高評分。此外，GTV的容量與T1-MPRAGE (1.36 cm3)和T1-VIBE(1.62cm3)相比,在T1-SPACE中定義最大(中位數1.78 cm3)。基於T1-MPRAGE的GTV定義未顯示中位增強對比體積為0.27 cm3在T1-SPACE中有19.9%的患者，然而在相互比較中，在T1-MPRAGE中只有中位對比增強體積為0.10 cm3，有7.4%的患者未被T1-MPRAGE檢測到。有趣的是,15.8%的所有的腦轉移瘤在T1-MPRAGE上都沒能被發現，而所有病變都可見於T1-SPACE 3D-TSE序列。重要的是，作者指出通過隨機化不同對比期的影響，每個病人序列的順序在和由於對它們分析的獲取順序有這種可能性。此外,像T1-SPACE這樣的自旋回波序列有減少金屬偽影的優勢，在與基於梯度回波的T1-MPRAGE附加的相比之下，這對腦腫瘤患者接受分流或手術夾閉時，基於梯度回波的T1-MPRAGE是有幫助的。
優化對比劑管理
基於釓的對比劑(GBCA)的劑量和對比劑應用與測量之間的時間間隔是可能影響基於T1的MR序列病變輪廓的附加的重要參數(圖6e-f)。Yuh等人比較注射標准劑量釓特醇（gadoteridol）後的早期(10min)和晚期(20min)成像。腦轉移瘤<5mm時，40.6%的 病灶10分鐘後可見，而75.0%的病灶20分鐘後可見。剩餘的病灶僅在增加劑量到雙倍劑量的釓特醇（gadoteridol）後才能觀察到，這表明增加GBCA劑量的價值。Kushnisky等人報道了類似的發現，GBCA給藥後15分鐘比5分鐘會發現更多的腦轉移瘤。重要的是，他們還發現在對比增強後10分鐘相比5分鐘以及15分鐘相比10分鐘時，轉移瘤體積增加。Baleriaux等發現，在多次連續注射釓貝葡胺（gadobenate dimeglumine）後，隨著累積劑量的增加，轉移瘤的數目增加，病灶的顯著性也有提高。在我們的經驗中，雙倍劑量的對比劑對於難以觀察到對比劑攝取低的病變特別有幫助。最後，GBCA的類型對腦轉移瘤的顯著性也有已知的影響。例如，在2013年Anzalone等人的文獻綜述中，釓布醇（gadobutrol ，Gadovist)在檢測轉移瘤的數目和改善病灶可視化方面優於其他GBCAs。
總結
放射治療計劃的MR成像是放射治療計劃過程中不可缺少的一部分，其對精確治療交付的重要性很容易被忽視。過去，MRI和放療在很大程度上是相互獨立發展的，MRI主要是為了滿足放射診斷學的需要而優化的。MRI-LINACs (直線加速器）的出現使MRI成為放射腫瘤學研究的重點。改進的模擬MRI對改善腦部立體定向放射治療的臨床效果具有重要的潛力。同時，在使用MR圖像時，如果沒有針對立體定向放射治療的具體要求進行優化，則可能存在大量的臨床相關的誤差。
確保合適的MR圖像被用於治療計劃是很重要的。放射治療對磁共振成像的要求與常規診斷成像不同，需要與采集磁共振圖像的放射影像科醫生討論。在腦部立體定向放射治療中使用MRI時需要解決的最重要的問題包括采集無畸變圖像、最小化成像和治療交付之間的時間間隔以及使用放射治療優化的3D序列。
